韌帶是致密的纖維結締組織，通過骨間連接維持關節的穩定性。運動損傷或組織老化引起的韌帶撕裂通常需要手術干預，目前使用自體、異體或人工韌帶作為移植物進行重建是治療該類疾病的金標準，但這些移植物都存在諸多弊端。隨著材料學和制造技術的發展，以生物支架為基礎的工程化韌帶組織有望成為新的組織供體，通過模擬天然組織的結構、成分和生物力學性能來達到再生組織的目的。本綜述根據近期韌帶組織工程的體外和動物實驗研究，評估了以仿生性為設計原則，使用不同材料、制造技術和生物因素制造的纖維結構支架、多相界面支架和生物組織衍生支架的各項性能以及在促進韌帶修復和重建中的效果。最后，總結并展望未來韌帶組織工程研究中生物支架的發展方向。
引用本文： 徐飛, 張蕾. 韌帶組織工程仿生性支架的研究進展. 生物醫學工程學雜志, 2021, 38(4): 812-818. doi: 10.7507/1001-5515.202009085 復制
引言
韌帶是連接于骨之間，維持著關節在運動和靜止狀態下穩定性的致密結締組織[1]。韌帶的力學特性導致其容易在運動損傷或組織老化后發生撕裂傷[2]，且修復后連接處以排列雜亂的纖維瘢痕組織為主，生物力學性能遠不如正常組織[3]。美國每年肌肉骨骼損傷的病例約有 3 300 萬，其中肌腱/韌帶損傷占比 50%，平均每年約有超過 30 萬患者通過手術來修復損傷的肌腱或韌帶[1，4]。在我國，60 歲段肩袖損傷發病率為 20%，而 70 歲段則高達 31%[5]，但韌帶損傷的發病率無確切統計數據。移植手術雖然可以在短時間內恢復部分力學功能，但使用自體、異體或異種移植物存在供體部位并發癥、供體來源受限、免疫排斥、病原體傳播以及移植物失效等問題[4]。而以 Leeds-Keio、LARS 為代表的人工韌帶/肌腱產品在臨床應用中雖然表現出了良好的初始力學強度及術后關節穩定性，但材料本身的粘彈性缺乏、磨損老化以及有限的自體組織再生導致術后中遠期出現滑膜炎、移植物力學強度受損甚至失效等問題，使人工韌帶/肌腱移植物的臨床應用備受爭議[6-7]。
韌帶組織工程的目的是結合支架、細胞、生化因子、力學刺激，在體外構建替代組織，重建損傷韌帶的結構和功能。而支架作為結構基礎提供了力學支持和細胞微環境，功能與韌帶細胞外基質（extracellular matrix，ECM）相似，在進行韌帶組織工程支架的設計時，需以仿生性為原則在宏觀、微觀的結構、組成以及力學性能方面模仿天然韌帶組織。目前韌帶組織工程研究最為廣泛的是纖維支架和多相界面支架，纖維可進一步捆綁成束、編織或針織為不同結構的支架，主要作用為早期負載和后期韌帶化，而界面支架的作用則主要是促進腱骨界面重建，最終使再生韌帶錨定于骨質內。近年來，生物組織衍生支架因為對原組織的結構、組成和力學性能的保留而在韌帶或界面組織工程中的研究日益廣泛，其中的書樣脫細胞支架創新性較為顯著。
1 支架材料
綜述中韌帶或肌腱組織工程研究所涉及的支架材料主要分為合成聚合物、天然聚合物、無機骨引導材料、生物組織衍生材料。合成多聚物主要包括聚己內酯（poly-caprolactone，PCL）、左旋聚乳酸（poly-l-lactic acid，PLLA）、聚羥基乙酸（poly-glycolic acid，PGA）、聚乳酸共己內酯（poly-l-lactide-co-caprolactone，PLCL）、聚乳酸共羥基乙酸（polylactide-co-glycolide，PLGA）、聚對苯二甲酸乙二醇酯（polyethylene terephthalate，PET）等。天然聚合物主要包括膠原蛋白（collagen，COL）、絲素蛋白（silk fibroin，SF）、蠶絲、殼聚糖、透明質酸（hyaluronic acid，HA）、硫酸軟骨素（chondroitin sulfate，CS）、纖維素、糖胺聚糖（glycosaminoglycan，GAG）、海藻酸鹽、明膠（gelatin，GEL）等。無機骨誘導材料主要包括羥基磷灰石（hydroxylapatite，HAp）、磷酸三鈣（tertiary calcium phosphate，TCP）等。生物組織衍生材料包括脫細胞的皮質骨、肌腱、纖維軟骨、脂肪或骨-纖維軟骨-肌腱復合體組織等。
2 支架制造技術
纖維結構常用于韌帶或肌腱組織工程支架的設計中，常規靜電紡絲技術可通過電場作用將材料溶液噴射成絲，通過多項參數可調整纖維的排列[8-9]或直徑[10]。熔融靜電紡絲能夠制造更為精確的纖維圖形，且可重復性強，例如模仿卷曲膠原纖維結構的特定波長和振幅的正弦波形纖維[11]，進一步提升了纖維拓撲結構對細胞的引導效應。而濕紡技術則是將紡液擠出后在凝固浴中纖維成型，可制造納米至微米級別纖維[12]，操作簡單但對纖維排列和圖形設計的精確性不足。可將靜電紡絲等纖維制造技術與擰捻、編織、針織技術相結合[13-15]，通過調整纖維絲或纖維束的數量制造出滿足尺寸和力學強度要求的三維支架，還可通過調整編織密度來獲得具備不同孔隙率、編織角度以及力學性能的分級結構支架[16]。在纖維或編織結構的基礎上通過不同交聯技術使用凝膠材料對支架進行材料復合或化學改性，同時可通過冷凍干燥形成多孔海綿結構[17-18]。
目前興起的三維（three-dimensional，3D）打印技術因為精確的圖案和三維結構控制能力而用于多領域組織工程的支架制造，但在纖維結構制造方面并不具備優勢，所以在韌帶或肌腱組織工程中多用于腱骨界面重建[19-20]、小關節韌帶重建[21]以及肌腱修復[22]的研究中。使用載有細胞的生物墨水進行支架打印節省了細胞種植和黏附時間，直接實現了細胞的均勻分布，未見明顯的細胞毒性[22-23]，但不適合的支架孔徑或連通性可能會抑制細胞增殖[23]。
3 纖維支架
纖維支架的設計參照了韌帶的膠原纖維組成和結構，從初始使用單種材料通過紡絲技術制造平行纖維結構，到逐漸使用混合或復合材料結合編織和針織技術制造結構更為復雜的分級纖維結構和芯鞘結構支架，通過對結構和材料仿生性探索的不斷深入，纖維支架的各方面性能提升明顯。
3.1 復合或混合材料纖維支架
韌帶 ECM 中存在膠原蛋白、彈性蛋白、蛋白聚糖等多種成分，各具功能，而目前在韌帶組織工程的研究中亦傾向于研究復合材料或混合材料支架，因為材料具備各自優點，可以互補缺陷。混合材料支架是將幾種原材料按比例通過物理手段攪拌混合，再進行支架制造。有研究用不同混合比例的 PLLA/COL-I 溶液紡絲了模擬天然肌腱結構和直徑的纖維束，發現 75/25 比例組纖維束的楊氏模量和抗張強度較 50/50 組更強，交聯后纖維束的剛度和韌性與肌腱相仿，生物相容性良好[24-25]。相似的研究也使用了不同種類和比例的合成/天然多聚物混合材料進行纖維支架制造，如 PCL/纖維素[26]、PCL/COL[27]，均發現混合材料纖維支架較單純合成多聚物支架更有利于細胞的黏附和增殖，且在某個混合比例下更加明顯。有研究在合成多聚物材料中添加無機顆粒，如二氧化硅[28]或羥基磷灰石[29]，可見顆粒均勻分布于纖維表面，細胞在這類“珠-弦結構”纖維上表現出了更好的黏附、遷移和增殖能力，促進了 ECM 沉積。
復合材料支架是指多種不同性質的材料通過化學或物理方式復合構成多相系統。復合材料在改善支架力學性能和生物活性方面亦有突出表現，如在兩層 PLGA 納米有序纖維片中夾入同軸向排列的 PLLA 微米纖維片，卷為柱狀支架后測得極限載荷約為 200 N，重建兔前交叉韌帶（anterior cruciate ligament，ACL）后的初始移植物極限載荷（130 N）與形變（2～8 mm）均與天然 ACL 相仿[30]。Mengsteab 等[16]首次設計了使用 4 根 PET 和 20 根 PLLA 線進行復合分級編織的“Tiger”支架，該復合物支架的力學強度達到了目前兔 ACL 重建研究中的極限載荷峰值（996 N），使用以上兩種力學強化支架進行兔 ACL 重建，術后 12 周時支架結構均保持完整且支持組織長入。Liu 等[31]以復層編織支架為基礎，通過復合 SF/PLCL 編織提高了 SF 編織支架的孔隙率和力學強度，又通過對 PLCL 編織支架使用左旋賴氨酸和透明質酸表面改性促進了間充質干細胞（mesenchymal stem cells，MSCs）在支架上的黏附、遷移和增殖活動[32]。Chang 等[33]在 PLLA 有序纖維支架上進行了三種化學優化，發現了 COL 在支架的表面改性顯著增強了細胞的滲透，可在 1 周內實現均勻分布，后使用成纖維細胞生長因子和轉化生長因子進行順序生化刺激后顯著改善了 ECM 的合成和組織，而纖維蛋白膠可進行纖維片之間的粘合，一定范圍內增加了支架的厚度，也可與生長因子協同促進 ECM 合成。在兩項兔 ACL 重建研究中，使用的針織蠶絲/COL 海綿復合支架表現出了良好的生物相容性與力學強度，聯合細胞化[17]或血管化[34]處理后同步實現了韌帶化和腱骨界面重建。
無論是混合材料支架還是復合材料支架，材料間優點疊加而缺陷互補，能夠在生物相容性、力學性能或生物誘導性等方面表現出相較于單種材料支架的優勢。
3.2 纖維支架的結構
3.2.1 有序纖維
因為韌帶膠原纖維均呈現平行有序排列，通過紡絲技術制造的有序結構纖維成為韌帶組織工程研究中最常用的結構設計。近期的研究中發現 PCL[8]和 PLGA[35]纖維的有序性均能增強纖維支架軸向力學強度，促進細胞的軸向伸長和排列，誘導 MSCs 的腱向分化以及 ECM 沉積，甚至還能緩解炎性條件下成纖維細胞（fibroblasts，FBs）的分解代謝作用，抑制 ECM 降解[36]。Lu 等[37]通過模擬天然膠原纖維的直徑和結構制造了 SF 平行槽脊結構膜，槽寬 5～20 μm，發現溝槽的有序拓撲結構對 MSCs 生物學行為產生了明顯的接觸引導效應，且 10 μm 槽寬下細胞的狹長形態和腱系基因上調最顯著，而這可能與黏著斑激酶的激活相關[38]。
一項研究中將 PCL 有序納米纖維束植入羊尸體進行 ACL 重建，力學檢測發現支架植入前在抗疲勞性、趾區剛度方面以及植入后的關節前后穩定性與 ACL 相仿[39]。Petrigliano 等[40]使用了有序 PCL 納米纖維支架進行大鼠 ACL 重建，12 周后發現骨隧道和關節內區域支架上均有膠原沉積，生物力學檢測發現極限載荷與剛度均高于體外支架，但仍明顯小于天然韌帶。Leong 團隊[41]制造了 PCL/COL 有序纖維支架進行了大鼠 ACL 重建，發現體內移植物的初始極限載荷與剛度值分別為天然 ACL 的 13.5% 和 15.7%，術后 16 周增強到 31.3% 和 28.2%。隨后使用超高分子 PCL 制作相似的支架進行大鼠 ACL 重建，未進行體外力學性能檢測，雖然術后 16 周發現超高分子 PCL 移植物力學強度較普通 PCL 強，但極限載荷和剛度也僅達到天然 ACL 的 41.9% 和 21.3%[42]。綜合上述研究發現該類合成多聚物制造的有序纖維支架雖然能夠在體內外誘導腱系分化以及 ECM 沉積，但植入后的力學強度較 ACL 仍存在較大差距，需要在結構和成分上進一步優化。
3.2.2 芯鞘結構
韌帶存在膠原纖維、纖維束等多級結構，各級纖維束均由相應腱內膜與腱鞘膜包裹，這種芯鞘結構保證了內部纖維結構的緊密有序和完整性，而包膜的膠原網絡也增強了韌帶整體的力學強度。有學者通過靜電紡絲制造了 PLLA 有序納米纖維墊，并卷為纖維束，將 100 束平行排列的纖維束捆綁后在表面紡絲無序 PLLA 纖維鞘，發現束內纖維緊密相鄰且軸向有序排列，成功模擬了分級纖維和芯鞘結構，支架的應力應變曲線存在良好的趾區和線性區，剛度與韌帶相仿但抗張強度較低，FBs 可滲入纖維間并表現出良好的增殖活性[43]。Teuschl 團隊[13-14]使用脫膠的蠶絲纖維進行分級擰捻和編織，使用管狀編織外鞘包裹了內部兩股編織繩索，在編織纖維的基礎上構建了芯鞘結構支架，極限載荷和剛度分別達到 1 450 N 和 200 N/mm，均在羊 ACL 力學強度范圍內，術后 1 年發現關節內支架蠶絲明顯減少，大量新生韌帶組織長入，而移植物與骨隧道界面處球狀新生骨相連，自體血管基質組分的使用未見遠期效果。Cai 等[44]則先制造了 PLCL/SF 納米纖維包裹的 PCL 纖維束，再將該芯鞘結構線針織為 3D 支架，支架極限載荷、彈性模量分別為 77 N、91 MPa，體外顯著上調 MSCs 的腱系標記基因，使用該支架對兔髕韌帶缺損進行修復，術后 6 月修復組織的組織學和力學表現均強于 PCL 纖維支架，與天然組織相近。由此可見，包有外鞘的分級纖維支架通過模擬天然韌帶結構提高了支架完整性和力學強度的同時還支持細胞和組織的長入。
4 多相腱骨界面支架
腱骨界面由肌腱、纖維軟骨、鈣化纖維軟骨以及骨組織連接構成，該組成和結構梯度形成的力學性能差異能夠避免應力傳導過程中因應力集中造成的組織損傷。界面組織工程的難點在于如何同時再生多種組織類型并恢復其獨有的梯度結構和力學特性，而根據仿生性原則設計的多相支架為再生這類復雜組織帶來了希望。支架上根據結構或組成差異所劃分出的不同區域即為相，如常見的三相腱骨界面支架通常包括韌帶相、纖維軟骨相和骨相。無機物是骨組織工程中常用的骨引導材料，而生長因子則具備誘導多系分化能力，近期的界面組織工程研究常基于兩者的成分梯度構建支架的異質相。
4.1 無機物梯度支架
TCP 因為其固有的骨誘導特性和適宜的降解率成為了骨和界面組織工程中常用的添加材料。一項研究利用 3D 打印技術制造了多孔 PCL（腱區）-管狀 PCL/TCP（纖維軟骨區）-多孔 PCL/TCP（骨區）三相支架，從骨區到腱區形成了 TCP 梯度，三相均擁有良好的孔隙連通度，分別支持 FBs、骨髓間充質干細胞（bone marrow mesenchymal stem cells，BMSCs）和成骨細胞的黏附和增殖，軟骨誘導培養 21 天后支架纖維軟骨區內軟骨生成，在植入小鼠皮下 8 周后支架相內分別上調了成腱、軟骨、骨標記基因，而 COL-X 的上調進一步明確了鈣化軟骨形成[19]。另一項研究使用 3D 打印的 PCL/PLGA/β-TCP 支架套繞自體腘繩肌肌腱固定于股骨和脛骨隧道內完成了兔 ACL 重建，形成了支架和自體肌腱之間的 TCP 梯度，術后 12 周可見平滑的腱骨過渡組織，含豐富纖維軟骨，骨隧道面積亦顯著縮小[20]。更有趣的是，有學者用聚乙二醇凝膠連接了兩端的 COL/GAG 與鈣化 COL/GAG 材料構成了三相支架，通過優化凝膠的粘彈性過渡過程強化了凝膠韌性，降低了界面支架的應力集中，該界面支架的設計結合了礦物梯度與應力分散機制[45]。
HAp 與 TCP 同屬于磷酸鈣材料，降解周期更長，具有良好的骨引導性，在界面組織工程的支架設計中應用廣泛。Calejo 等[12]設計的三相纖維編織支架分別使用了濕紡 PCL/GEL 有序纖維和 PCL/GEL/HAp 無序纖維從兩頭編織到中間交匯，人脂肪干細胞（adipose derived stem cells，ADSCs）在高 HAp 濃度的無序纖維區域沉積了豐富的 COL-I，而交匯區域則沉積了 COL-II 和 COL-X，分別提示了骨和軟骨基質的合成。另一項研究中發現在整合了 HAp 濃度梯度的脂肪脫細胞支架上，人臍帶間充質干細胞（umbilical cord mesenchymal stem cells，UC-MSCs）分別在支架的韌帶、軟骨、骨相區域沉積了 COL-I、GAG+COL-II 和鈣質，與腱骨界面基質組成梯度相似，植入大鼠肩袖損傷處 8 周后形成了成熟的膠原纖維和纖維軟骨結構，潮線清晰可見，修復組織的力學強度顯著優于對照[46]。
界面支架中無機物梯度的建立均遵循了仿生原則，高濃度區域對應骨相，中間的過渡區對應鈣化和非鈣化的纖維軟骨相，而無鈣化區對應韌帶相，各相在有無結構梯度的情況下均可不同程度誘導 MSCs 向相應譜系分化并沉積 ECM，在動物體內亦能重建結構成熟的腱骨界面。
4.2 生長因子梯度支架
天然腱骨界面的 ECM 中均存在著有利于各自譜系分化和穩態維持的生化因子環境，所形成的生化梯度為支架的仿生性設計提供了新思路。生長因子可通過直接摻入混合、復合材料或慢病毒基因轉染的方式載入支架。在 Han 團隊[47-48]的兩項界面組織工程研究中，分別通過 LBL 技術在無序 PCL 纖維支架表面覆蓋了含有 BMP-7[47]、BMP-2 和 SDF-1α[48]的聚電解質凝膠材料，兔 ACL 重建后 12 周均發現含有生長因子的支架明顯促進了骨隧道的新骨形成和骨整合，顯著縮小了骨隧道面積，強化了界面連接的生物力學強度。在一項更為復雜的界面支架研究中，將針織蠶絲支架劃分三區并分別復合不同材料，使用磷脂酰絲氨酸功能化后將不同生長因子基因整合到相應區域中，具體為 A 區（SF）-B 區（SF/CS/HA+慢病毒 TGF-β3）-C 區（SF/HAp+慢病毒 BMP-2），體外培養 2 周后 BMSCs 在 A、B、C 區分別上調了成腱、成軟骨、成骨標記基因以及載入的生長因子基因表達，將該針織網卷為圓柱狀支架后（兩端由外到內依次為 C、B、A 區）進行兔 ACL 重建，術后 12 周發現基因攜帶支架形成了典型的骨-軟骨-韌帶結構界面，特別在外層骨區形成了完整的骨質層，拔出載荷（42 N）顯著高于對照，與天然 ACL 相近[15]。
也有研究在支架中同時整合了結構、無機物和生長因子梯度來構建界面支架。如 Jiang 團隊[30]在早期研究中分別用 PLGA/HAp/BMP-2 和 PLGA 溶液紡絲了支架的有無序和有序納米纖維相，支架上 FBs 的堿性磷酸酶表達隨 nHA 和 BMP-2 濃度梯度升高而增強，兔 ACL 重建 12 周后發現移植物-骨界面處纖維軟骨過渡區域再生，類似天然腱-骨界面結構。該團隊在后續的研究中，以相同的方法制造了兩相 PLGA 納米纖維支架，在有序和無序纖維相分別整合了 TGF-β3 和 BMP-2/HAp，在整體支架中呈現反向梯度，無序纖維聯合 BMP-2/HAp 梯度協同促進了 BMSCs 的成骨分化梯度，結果與早期研究一致，但 TGF 聯合有序纖維的軟骨分化效應不明顯[49]。
整合了無機物梯度或/和生長因子梯度的多相支架均具備體外誘導 MSCs 向韌帶、軟骨、骨系不同程度分化的潛能，甚至在動物體內重建了結構成熟的腱骨界面，但界面結構和組成的復雜性也為組織工程中仿生支架的設計和臨床轉化帶來了挑戰。
5 生物組織衍生支架
生物組織衍生支架直接來源于組織或器官，通過物理和化學法脫細胞后保留 ECM，支架在結構、組成、功能上較其他類型支架更接近天然組織，且低免疫原性保證了生物相容性。近期有多項研究使用單種或復合體組織制造了脫細胞支架用于肌腱或韌帶的組織工程研究，通過細胞再植、力學刺激或材料添加取得了一定效果，但同樣存在不足。
有研究顯示脫細胞肌腱的纖維平行結構和部分力學性能（抗張強度、剛度、極限應變）與脫細胞前無顯著差異[50]。在異種脫細胞肌腱重建兔 ACL 的研究中發現，支架的細胞再植聯合力學刺激顯著增強了術后移植物的力學強度[51]，而復合 HAp/金納米顆粒支架可促進宿主組織的再生和重塑[52]，但均存在不同程度的炎癥和移植物降解或壞死的情況。在界面組織工程中，脫細胞骨-纖維軟骨-肌腱復合組織是具備天然結構和成分梯度的多相支架。Su 等[53]取豬跟腱處的腱骨連接復合體，脫細胞后發現膠原纖維和軟骨纖維的結構基本保留，而 COL 和 GAG 部分保留，損失程度因區域而異，抗張強度和彈性模量與人跟腱相似，鼠 BMSCs 在支架上表現出了良好的黏附、滲入和增殖活動，且 2 周后相應區域內分別上調了肌腱和骨標記基因，細胞再植支架重建兔內側副韌帶 8 周后相比單純脫細胞肌腱顯著促進了隧道內骨整合。另一項研究取狗髕骨-髕韌帶復合體進行脫細胞，確認了纖維軟骨基質以及膠原纖維軸向結構的保留，在拉伸刺激下促進了 BMSCs 的滲入、軸向排列以及腱系分化，但軟骨系分化不明顯[54]。
Tang 團隊[55-58]近年來致力于書樣結構脫細胞支架聯合細胞片的構建體研究，書樣結構即將整塊支架切片為書頁結構，組織片分離側為書口，對側相連部為書脊，該結構有利于支架之間或與細胞片的整合。他們先后分別利用兔骨[55]、纖維軟骨[55-56]以及肌腱[57]組織制造了書樣脫細胞支架，并在體外明確了支架具備良好的生物相容性和誘導 MSCs 向支架本源組織譜系分化的能力，后聯合 MSCs 細胞片分別進行了兔髕骨-臏腱連接和跟腱缺損處的修復，發現修復組織的結構和功能良好。該團隊近期又設計了聯合脫細胞骨、纖維軟骨、肌腱的復合書樣支架，支架之間通過書頁交叉連接，形成了類似腱骨界面的四個過渡區域，將 BMSCs 細胞片夾入書頁間均勻分布，2 周后在相應區域內分別上調了骨、軟骨、韌帶系標記基因和蛋白的表達，后將該支架/細胞構建體植入兔髕骨-臏腱缺損處，術后 16 周在局部形成了連續的骨-纖維軟骨-肌腱界面組織，組織學和生化分析證明了結構與組成的梯度性，界面的力學強度也顯著高于對照[58]。
在研究中發現生物組織衍生支架具備良好的生物相容性，因為不同程度保留了原組織 ECM 微環境，具備誘導 MSCs 向支架的本源譜系分化和組織再生的潛力。但該類支架依然存在細胞殘留導致免疫炎性反應[51-52]或不同程度的成分丟失[53，56-57]的問題，導致其力學強度和誘導分化能力削弱。有研究通過優化十二烷基硫酸鈉的濃度和脫細胞時間，在保證充分細胞脫除的前提下提高了 ECM 成分和生長因子的存留比例，支架表現出了對 MSCs 更顯著的誘導分化效應[56]。因此，將來應該在進一步優化脫細胞技術的同時完成對脫細胞支架結構、組成以及力學性能的全面評估。
6 總結與展望
韌帶組織工程支架的研究涉及廣泛的材料和制造技術，其仿生性體現在通過模仿韌帶的組成和宏觀、微觀結構實現與之相似的力學性能和理化環境，能夠早期在體內承受生理負載并促使組織長入，完成從移植物到自體組織的過渡。在動物體內研究中發現該類支架還存在著力學強度、抗疲勞性和組織再生能力不足等問題，而基于復合材料的仿生多相支架依然是將來韌帶組織工程支架設計的主要思路，但某些結構和組成上的仿生性很難實現。生物組織衍生支架的出現為支架的設計帶來了簡化方案，其在組成和結構上的固有仿生性使之具備了良好的生物誘導環境和力學性能，包括韌帶的抗蠕變以及界面的應力分散能力，但脫細胞后基質的成分損失和體內炎癥導致的基質降解均削弱了支架性能。未來韌帶組織工程支架的研究方向可以利用生物組織衍生支架的仿生性優勢，根據需要整合不同結構的天然、合成多聚物或無機材料構建力學、生物學性能強化的多相支架，再聯合力學刺激、生長因子、MSCs 來促進組織再生和改善炎性環境，同步實現關節區域內韌帶和隧道內腱骨界面的重建。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
引言
韌帶是連接于骨之間，維持著關節在運動和靜止狀態下穩定性的致密結締組織[1]。韌帶的力學特性導致其容易在運動損傷或組織老化后發生撕裂傷[2]，且修復后連接處以排列雜亂的纖維瘢痕組織為主，生物力學性能遠不如正常組織[3]。美國每年肌肉骨骼損傷的病例約有 3 300 萬，其中肌腱/韌帶損傷占比 50%，平均每年約有超過 30 萬患者通過手術來修復損傷的肌腱或韌帶[1，4]。在我國，60 歲段肩袖損傷發病率為 20%，而 70 歲段則高達 31%[5]，但韌帶損傷的發病率無確切統計數據。移植手術雖然可以在短時間內恢復部分力學功能，但使用自體、異體或異種移植物存在供體部位并發癥、供體來源受限、免疫排斥、病原體傳播以及移植物失效等問題[4]。而以 Leeds-Keio、LARS 為代表的人工韌帶/肌腱產品在臨床應用中雖然表現出了良好的初始力學強度及術后關節穩定性，但材料本身的粘彈性缺乏、磨損老化以及有限的自體組織再生導致術后中遠期出現滑膜炎、移植物力學強度受損甚至失效等問題，使人工韌帶/肌腱移植物的臨床應用備受爭議[6-7]。
韌帶組織工程的目的是結合支架、細胞、生化因子、力學刺激，在體外構建替代組織，重建損傷韌帶的結構和功能。而支架作為結構基礎提供了力學支持和細胞微環境，功能與韌帶細胞外基質（extracellular matrix，ECM）相似，在進行韌帶組織工程支架的設計時，需以仿生性為原則在宏觀、微觀的結構、組成以及力學性能方面模仿天然韌帶組織。目前韌帶組織工程研究最為廣泛的是纖維支架和多相界面支架，纖維可進一步捆綁成束、編織或針織為不同結構的支架，主要作用為早期負載和后期韌帶化，而界面支架的作用則主要是促進腱骨界面重建，最終使再生韌帶錨定于骨質內。近年來，生物組織衍生支架因為對原組織的結構、組成和力學性能的保留而在韌帶或界面組織工程中的研究日益廣泛，其中的書樣脫細胞支架創新性較為顯著。
1 支架材料
綜述中韌帶或肌腱組織工程研究所涉及的支架材料主要分為合成聚合物、天然聚合物、無機骨引導材料、生物組織衍生材料。合成多聚物主要包括聚己內酯（poly-caprolactone，PCL）、左旋聚乳酸（poly-l-lactic acid，PLLA）、聚羥基乙酸（poly-glycolic acid，PGA）、聚乳酸共己內酯（poly-l-lactide-co-caprolactone，PLCL）、聚乳酸共羥基乙酸（polylactide-co-glycolide，PLGA）、聚對苯二甲酸乙二醇酯（polyethylene terephthalate，PET）等。天然聚合物主要包括膠原蛋白（collagen，COL）、絲素蛋白（silk fibroin，SF）、蠶絲、殼聚糖、透明質酸（hyaluronic acid，HA）、硫酸軟骨素（chondroitin sulfate，CS）、纖維素、糖胺聚糖（glycosaminoglycan，GAG）、海藻酸鹽、明膠（gelatin，GEL）等。無機骨誘導材料主要包括羥基磷灰石（hydroxylapatite，HAp）、磷酸三鈣（tertiary calcium phosphate，TCP）等。生物組織衍生材料包括脫細胞的皮質骨、肌腱、纖維軟骨、脂肪或骨-纖維軟骨-肌腱復合體組織等。
2 支架制造技術
纖維結構常用于韌帶或肌腱組織工程支架的設計中，常規靜電紡絲技術可通過電場作用將材料溶液噴射成絲，通過多項參數可調整纖維的排列[8-9]或直徑[10]。熔融靜電紡絲能夠制造更為精確的纖維圖形，且可重復性強，例如模仿卷曲膠原纖維結構的特定波長和振幅的正弦波形纖維[11]，進一步提升了纖維拓撲結構對細胞的引導效應。而濕紡技術則是將紡液擠出后在凝固浴中纖維成型，可制造納米至微米級別纖維[12]，操作簡單但對纖維排列和圖形設計的精確性不足。可將靜電紡絲等纖維制造技術與擰捻、編織、針織技術相結合[13-15]，通過調整纖維絲或纖維束的數量制造出滿足尺寸和力學強度要求的三維支架，還可通過調整編織密度來獲得具備不同孔隙率、編織角度以及力學性能的分級結構支架[16]。在纖維或編織結構的基礎上通過不同交聯技術使用凝膠材料對支架進行材料復合或化學改性，同時可通過冷凍干燥形成多孔海綿結構[17-18]。
目前興起的三維（three-dimensional，3D）打印技術因為精確的圖案和三維結構控制能力而用于多領域組織工程的支架制造，但在纖維結構制造方面并不具備優勢，所以在韌帶或肌腱組織工程中多用于腱骨界面重建[19-20]、小關節韌帶重建[21]以及肌腱修復[22]的研究中。使用載有細胞的生物墨水進行支架打印節省了細胞種植和黏附時間，直接實現了細胞的均勻分布，未見明顯的細胞毒性[22-23]，但不適合的支架孔徑或連通性可能會抑制細胞增殖[23]。
3 纖維支架
纖維支架的設計參照了韌帶的膠原纖維組成和結構，從初始使用單種材料通過紡絲技術制造平行纖維結構，到逐漸使用混合或復合材料結合編織和針織技術制造結構更為復雜的分級纖維結構和芯鞘結構支架，通過對結構和材料仿生性探索的不斷深入，纖維支架的各方面性能提升明顯。
3.1 復合或混合材料纖維支架
韌帶 ECM 中存在膠原蛋白、彈性蛋白、蛋白聚糖等多種成分，各具功能，而目前在韌帶組織工程的研究中亦傾向于研究復合材料或混合材料支架，因為材料具備各自優點，可以互補缺陷。混合材料支架是將幾種原材料按比例通過物理手段攪拌混合，再進行支架制造。有研究用不同混合比例的 PLLA/COL-I 溶液紡絲了模擬天然肌腱結構和直徑的纖維束，發現 75/25 比例組纖維束的楊氏模量和抗張強度較 50/50 組更強，交聯后纖維束的剛度和韌性與肌腱相仿，生物相容性良好[24-25]。相似的研究也使用了不同種類和比例的合成/天然多聚物混合材料進行纖維支架制造，如 PCL/纖維素[26]、PCL/COL[27]，均發現混合材料纖維支架較單純合成多聚物支架更有利于細胞的黏附和增殖，且在某個混合比例下更加明顯。有研究在合成多聚物材料中添加無機顆粒，如二氧化硅[28]或羥基磷灰石[29]，可見顆粒均勻分布于纖維表面，細胞在這類“珠-弦結構”纖維上表現出了更好的黏附、遷移和增殖能力，促進了 ECM 沉積。
復合材料支架是指多種不同性質的材料通過化學或物理方式復合構成多相系統。復合材料在改善支架力學性能和生物活性方面亦有突出表現，如在兩層 PLGA 納米有序纖維片中夾入同軸向排列的 PLLA 微米纖維片，卷為柱狀支架后測得極限載荷約為 200 N，重建兔前交叉韌帶（anterior cruciate ligament，ACL）后的初始移植物極限載荷（130 N）與形變（2～8 mm）均與天然 ACL 相仿[30]。Mengsteab 等[16]首次設計了使用 4 根 PET 和 20 根 PLLA 線進行復合分級編織的“Tiger”支架，該復合物支架的力學強度達到了目前兔 ACL 重建研究中的極限載荷峰值（996 N），使用以上兩種力學強化支架進行兔 ACL 重建，術后 12 周時支架結構均保持完整且支持組織長入。Liu 等[31]以復層編織支架為基礎，通過復合 SF/PLCL 編織提高了 SF 編織支架的孔隙率和力學強度，又通過對 PLCL 編織支架使用左旋賴氨酸和透明質酸表面改性促進了間充質干細胞（mesenchymal stem cells，MSCs）在支架上的黏附、遷移和增殖活動[32]。Chang 等[33]在 PLLA 有序纖維支架上進行了三種化學優化，發現了 COL 在支架的表面改性顯著增強了細胞的滲透，可在 1 周內實現均勻分布，后使用成纖維細胞生長因子和轉化生長因子進行順序生化刺激后顯著改善了 ECM 的合成和組織，而纖維蛋白膠可進行纖維片之間的粘合，一定范圍內增加了支架的厚度，也可與生長因子協同促進 ECM 合成。在兩項兔 ACL 重建研究中，使用的針織蠶絲/COL 海綿復合支架表現出了良好的生物相容性與力學強度，聯合細胞化[17]或血管化[34]處理后同步實現了韌帶化和腱骨界面重建。
無論是混合材料支架還是復合材料支架，材料間優點疊加而缺陷互補，能夠在生物相容性、力學性能或生物誘導性等方面表現出相較于單種材料支架的優勢。
3.2 纖維支架的結構
3.2.1 有序纖維
因為韌帶膠原纖維均呈現平行有序排列，通過紡絲技術制造的有序結構纖維成為韌帶組織工程研究中最常用的結構設計。近期的研究中發現 PCL[8]和 PLGA[35]纖維的有序性均能增強纖維支架軸向力學強度，促進細胞的軸向伸長和排列，誘導 MSCs 的腱向分化以及 ECM 沉積，甚至還能緩解炎性條件下成纖維細胞（fibroblasts，FBs）的分解代謝作用，抑制 ECM 降解[36]。Lu 等[37]通過模擬天然膠原纖維的直徑和結構制造了 SF 平行槽脊結構膜，槽寬 5～20 μm，發現溝槽的有序拓撲結構對 MSCs 生物學行為產生了明顯的接觸引導效應，且 10 μm 槽寬下細胞的狹長形態和腱系基因上調最顯著，而這可能與黏著斑激酶的激活相關[38]。
一項研究中將 PCL 有序納米纖維束植入羊尸體進行 ACL 重建，力學檢測發現支架植入前在抗疲勞性、趾區剛度方面以及植入后的關節前后穩定性與 ACL 相仿[39]。Petrigliano 等[40]使用了有序 PCL 納米纖維支架進行大鼠 ACL 重建，12 周后發現骨隧道和關節內區域支架上均有膠原沉積，生物力學檢測發現極限載荷與剛度均高于體外支架，但仍明顯小于天然韌帶。Leong 團隊[41]制造了 PCL/COL 有序纖維支架進行了大鼠 ACL 重建，發現體內移植物的初始極限載荷與剛度值分別為天然 ACL 的 13.5% 和 15.7%，術后 16 周增強到 31.3% 和 28.2%。隨后使用超高分子 PCL 制作相似的支架進行大鼠 ACL 重建，未進行體外力學性能檢測，雖然術后 16 周發現超高分子 PCL 移植物力學強度較普通 PCL 強，但極限載荷和剛度也僅達到天然 ACL 的 41.9% 和 21.3%[42]。綜合上述研究發現該類合成多聚物制造的有序纖維支架雖然能夠在體內外誘導腱系分化以及 ECM 沉積，但植入后的力學強度較 ACL 仍存在較大差距，需要在結構和成分上進一步優化。
3.2.2 芯鞘結構
韌帶存在膠原纖維、纖維束等多級結構，各級纖維束均由相應腱內膜與腱鞘膜包裹，這種芯鞘結構保證了內部纖維結構的緊密有序和完整性，而包膜的膠原網絡也增強了韌帶整體的力學強度。有學者通過靜電紡絲制造了 PLLA 有序納米纖維墊，并卷為纖維束，將 100 束平行排列的纖維束捆綁后在表面紡絲無序 PLLA 纖維鞘，發現束內纖維緊密相鄰且軸向有序排列，成功模擬了分級纖維和芯鞘結構，支架的應力應變曲線存在良好的趾區和線性區，剛度與韌帶相仿但抗張強度較低，FBs 可滲入纖維間并表現出良好的增殖活性[43]。Teuschl 團隊[13-14]使用脫膠的蠶絲纖維進行分級擰捻和編織，使用管狀編織外鞘包裹了內部兩股編織繩索，在編織纖維的基礎上構建了芯鞘結構支架，極限載荷和剛度分別達到 1 450 N 和 200 N/mm，均在羊 ACL 力學強度范圍內，術后 1 年發現關節內支架蠶絲明顯減少，大量新生韌帶組織長入，而移植物與骨隧道界面處球狀新生骨相連，自體血管基質組分的使用未見遠期效果。Cai 等[44]則先制造了 PLCL/SF 納米纖維包裹的 PCL 纖維束，再將該芯鞘結構線針織為 3D 支架，支架極限載荷、彈性模量分別為 77 N、91 MPa，體外顯著上調 MSCs 的腱系標記基因，使用該支架對兔髕韌帶缺損進行修復，術后 6 月修復組織的組織學和力學表現均強于 PCL 纖維支架，與天然組織相近。由此可見，包有外鞘的分級纖維支架通過模擬天然韌帶結構提高了支架完整性和力學強度的同時還支持細胞和組織的長入。
4 多相腱骨界面支架
腱骨界面由肌腱、纖維軟骨、鈣化纖維軟骨以及骨組織連接構成，該組成和結構梯度形成的力學性能差異能夠避免應力傳導過程中因應力集中造成的組織損傷。界面組織工程的難點在于如何同時再生多種組織類型并恢復其獨有的梯度結構和力學特性，而根據仿生性原則設計的多相支架為再生這類復雜組織帶來了希望。支架上根據結構或組成差異所劃分出的不同區域即為相，如常見的三相腱骨界面支架通常包括韌帶相、纖維軟骨相和骨相。無機物是骨組織工程中常用的骨引導材料，而生長因子則具備誘導多系分化能力，近期的界面組織工程研究常基于兩者的成分梯度構建支架的異質相。
4.1 無機物梯度支架
TCP 因為其固有的骨誘導特性和適宜的降解率成為了骨和界面組織工程中常用的添加材料。一項研究利用 3D 打印技術制造了多孔 PCL（腱區）-管狀 PCL/TCP（纖維軟骨區）-多孔 PCL/TCP（骨區）三相支架，從骨區到腱區形成了 TCP 梯度，三相均擁有良好的孔隙連通度，分別支持 FBs、骨髓間充質干細胞（bone marrow mesenchymal stem cells，BMSCs）和成骨細胞的黏附和增殖，軟骨誘導培養 21 天后支架纖維軟骨區內軟骨生成，在植入小鼠皮下 8 周后支架相內分別上調了成腱、軟骨、骨標記基因，而 COL-X 的上調進一步明確了鈣化軟骨形成[19]。另一項研究使用 3D 打印的 PCL/PLGA/β-TCP 支架套繞自體腘繩肌肌腱固定于股骨和脛骨隧道內完成了兔 ACL 重建，形成了支架和自體肌腱之間的 TCP 梯度，術后 12 周可見平滑的腱骨過渡組織，含豐富纖維軟骨，骨隧道面積亦顯著縮小[20]。更有趣的是，有學者用聚乙二醇凝膠連接了兩端的 COL/GAG 與鈣化 COL/GAG 材料構成了三相支架，通過優化凝膠的粘彈性過渡過程強化了凝膠韌性，降低了界面支架的應力集中，該界面支架的設計結合了礦物梯度與應力分散機制[45]。
HAp 與 TCP 同屬于磷酸鈣材料，降解周期更長，具有良好的骨引導性，在界面組織工程的支架設計中應用廣泛。Calejo 等[12]設計的三相纖維編織支架分別使用了濕紡 PCL/GEL 有序纖維和 PCL/GEL/HAp 無序纖維從兩頭編織到中間交匯，人脂肪干細胞（adipose derived stem cells，ADSCs）在高 HAp 濃度的無序纖維區域沉積了豐富的 COL-I，而交匯區域則沉積了 COL-II 和 COL-X，分別提示了骨和軟骨基質的合成。另一項研究中發現在整合了 HAp 濃度梯度的脂肪脫細胞支架上，人臍帶間充質干細胞（umbilical cord mesenchymal stem cells，UC-MSCs）分別在支架的韌帶、軟骨、骨相區域沉積了 COL-I、GAG+COL-II 和鈣質，與腱骨界面基質組成梯度相似，植入大鼠肩袖損傷處 8 周后形成了成熟的膠原纖維和纖維軟骨結構，潮線清晰可見，修復組織的力學強度顯著優于對照[46]。
界面支架中無機物梯度的建立均遵循了仿生原則，高濃度區域對應骨相，中間的過渡區對應鈣化和非鈣化的纖維軟骨相，而無鈣化區對應韌帶相，各相在有無結構梯度的情況下均可不同程度誘導 MSCs 向相應譜系分化并沉積 ECM，在動物體內亦能重建結構成熟的腱骨界面。
4.2 生長因子梯度支架
天然腱骨界面的 ECM 中均存在著有利于各自譜系分化和穩態維持的生化因子環境，所形成的生化梯度為支架的仿生性設計提供了新思路。生長因子可通過直接摻入混合、復合材料或慢病毒基因轉染的方式載入支架。在 Han 團隊[47-48]的兩項界面組織工程研究中，分別通過 LBL 技術在無序 PCL 纖維支架表面覆蓋了含有 BMP-7[47]、BMP-2 和 SDF-1α[48]的聚電解質凝膠材料，兔 ACL 重建后 12 周均發現含有生長因子的支架明顯促進了骨隧道的新骨形成和骨整合，顯著縮小了骨隧道面積，強化了界面連接的生物力學強度。在一項更為復雜的界面支架研究中，將針織蠶絲支架劃分三區并分別復合不同材料，使用磷脂酰絲氨酸功能化后將不同生長因子基因整合到相應區域中，具體為 A 區（SF）-B 區（SF/CS/HA+慢病毒 TGF-β3）-C 區（SF/HAp+慢病毒 BMP-2），體外培養 2 周后 BMSCs 在 A、B、C 區分別上調了成腱、成軟骨、成骨標記基因以及載入的生長因子基因表達，將該針織網卷為圓柱狀支架后（兩端由外到內依次為 C、B、A 區）進行兔 ACL 重建，術后 12 周發現基因攜帶支架形成了典型的骨-軟骨-韌帶結構界面，特別在外層骨區形成了完整的骨質層，拔出載荷（42 N）顯著高于對照，與天然 ACL 相近[15]。
也有研究在支架中同時整合了結構、無機物和生長因子梯度來構建界面支架。如 Jiang 團隊[30]在早期研究中分別用 PLGA/HAp/BMP-2 和 PLGA 溶液紡絲了支架的有無序和有序納米纖維相，支架上 FBs 的堿性磷酸酶表達隨 nHA 和 BMP-2 濃度梯度升高而增強，兔 ACL 重建 12 周后發現移植物-骨界面處纖維軟骨過渡區域再生，類似天然腱-骨界面結構。該團隊在后續的研究中，以相同的方法制造了兩相 PLGA 納米纖維支架，在有序和無序纖維相分別整合了 TGF-β3 和 BMP-2/HAp，在整體支架中呈現反向梯度，無序纖維聯合 BMP-2/HAp 梯度協同促進了 BMSCs 的成骨分化梯度，結果與早期研究一致，但 TGF 聯合有序纖維的軟骨分化效應不明顯[49]。
整合了無機物梯度或/和生長因子梯度的多相支架均具備體外誘導 MSCs 向韌帶、軟骨、骨系不同程度分化的潛能，甚至在動物體內重建了結構成熟的腱骨界面，但界面結構和組成的復雜性也為組織工程中仿生支架的設計和臨床轉化帶來了挑戰。
5 生物組織衍生支架
生物組織衍生支架直接來源于組織或器官，通過物理和化學法脫細胞后保留 ECM，支架在結構、組成、功能上較其他類型支架更接近天然組織，且低免疫原性保證了生物相容性。近期有多項研究使用單種或復合體組織制造了脫細胞支架用于肌腱或韌帶的組織工程研究，通過細胞再植、力學刺激或材料添加取得了一定效果，但同樣存在不足。
有研究顯示脫細胞肌腱的纖維平行結構和部分力學性能（抗張強度、剛度、極限應變）與脫細胞前無顯著差異[50]。在異種脫細胞肌腱重建兔 ACL 的研究中發現，支架的細胞再植聯合力學刺激顯著增強了術后移植物的力學強度[51]，而復合 HAp/金納米顆粒支架可促進宿主組織的再生和重塑[52]，但均存在不同程度的炎癥和移植物降解或壞死的情況。在界面組織工程中，脫細胞骨-纖維軟骨-肌腱復合組織是具備天然結構和成分梯度的多相支架。Su 等[53]取豬跟腱處的腱骨連接復合體，脫細胞后發現膠原纖維和軟骨纖維的結構基本保留，而 COL 和 GAG 部分保留，損失程度因區域而異，抗張強度和彈性模量與人跟腱相似，鼠 BMSCs 在支架上表現出了良好的黏附、滲入和增殖活動，且 2 周后相應區域內分別上調了肌腱和骨標記基因，細胞再植支架重建兔內側副韌帶 8 周后相比單純脫細胞肌腱顯著促進了隧道內骨整合。另一項研究取狗髕骨-髕韌帶復合體進行脫細胞，確認了纖維軟骨基質以及膠原纖維軸向結構的保留，在拉伸刺激下促進了 BMSCs 的滲入、軸向排列以及腱系分化，但軟骨系分化不明顯[54]。
Tang 團隊[55-58]近年來致力于書樣結構脫細胞支架聯合細胞片的構建體研究，書樣結構即將整塊支架切片為書頁結構，組織片分離側為書口，對側相連部為書脊，該結構有利于支架之間或與細胞片的整合。他們先后分別利用兔骨[55]、纖維軟骨[55-56]以及肌腱[57]組織制造了書樣脫細胞支架，并在體外明確了支架具備良好的生物相容性和誘導 MSCs 向支架本源組織譜系分化的能力，后聯合 MSCs 細胞片分別進行了兔髕骨-臏腱連接和跟腱缺損處的修復，發現修復組織的結構和功能良好。該團隊近期又設計了聯合脫細胞骨、纖維軟骨、肌腱的復合書樣支架，支架之間通過書頁交叉連接，形成了類似腱骨界面的四個過渡區域，將 BMSCs 細胞片夾入書頁間均勻分布，2 周后在相應區域內分別上調了骨、軟骨、韌帶系標記基因和蛋白的表達，后將該支架/細胞構建體植入兔髕骨-臏腱缺損處，術后 16 周在局部形成了連續的骨-纖維軟骨-肌腱界面組織，組織學和生化分析證明了結構與組成的梯度性，界面的力學強度也顯著高于對照[58]。
在研究中發現生物組織衍生支架具備良好的生物相容性，因為不同程度保留了原組織 ECM 微環境，具備誘導 MSCs 向支架的本源譜系分化和組織再生的潛力。但該類支架依然存在細胞殘留導致免疫炎性反應[51-52]或不同程度的成分丟失[53，56-57]的問題，導致其力學強度和誘導分化能力削弱。有研究通過優化十二烷基硫酸鈉的濃度和脫細胞時間，在保證充分細胞脫除的前提下提高了 ECM 成分和生長因子的存留比例，支架表現出了對 MSCs 更顯著的誘導分化效應[56]。因此，將來應該在進一步優化脫細胞技術的同時完成對脫細胞支架結構、組成以及力學性能的全面評估。
6 總結與展望
韌帶組織工程支架的研究涉及廣泛的材料和制造技術，其仿生性體現在通過模仿韌帶的組成和宏觀、微觀結構實現與之相似的力學性能和理化環境，能夠早期在體內承受生理負載并促使組織長入，完成從移植物到自體組織的過渡。在動物體內研究中發現該類支架還存在著力學強度、抗疲勞性和組織再生能力不足等問題，而基于復合材料的仿生多相支架依然是將來韌帶組織工程支架設計的主要思路，但某些結構和組成上的仿生性很難實現。生物組織衍生支架的出現為支架的設計帶來了簡化方案，其在組成和結構上的固有仿生性使之具備了良好的生物誘導環境和力學性能，包括韌帶的抗蠕變以及界面的應力分散能力，但脫細胞后基質的成分損失和體內炎癥導致的基質降解均削弱了支架性能。未來韌帶組織工程支架的研究方向可以利用生物組織衍生支架的仿生性優勢，根據需要整合不同結構的天然、合成多聚物或無機材料構建力學、生物學性能強化的多相支架，再聯合力學刺激、生長因子、MSCs 來促進組織再生和改善炎性環境，同步實現關節區域內韌帶和隧道內腱骨界面的重建。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。